JPS61272643A - Ｎｍｒイメージング方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の利用分野〕 本発明は、核磁気共鳴（Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｍａｇｎｅｔ
ｊｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ　、以下ＮＭＲという）現象を
利用した体内断層撮影装置に関するもので、医学診断に
使用される。

〔発明の背景〕

ＮＭＲ信号の計測における、タイミングずれの問題点に
関しては、従来は、例えば、１９８３年、エスピーアイ
イー（ＳＰＩＥ）のピー・ニー・ボトムリ−（ｐＪ、１
３０ｔｔｏｍｌｅｙ　）による１１核磁気共鳴イメージ
ングにおける磁場強度の選択法”　　（Ｔｅｃｈｎｉｃ
ａｌａｌｔｅｒｎａｔｉｖｅｓ　ｊｎ　ｎｕｃｌｅａｒ
　ｍａｇｎｅｔｉｃ　ｒｅｓｏｎａｎｃｅ（ＮＭＲ）　
ｉｍａｇｉｎｇ）の中の記述があるように、得られた画
像の絶対値（スペクトル）を表示することによって解決
していた（上記文献Ｐ２３２．下から３行目参照）。

この問題について詳しく述べる。

今、話を簡単にするため、］−次元信号について考察す
るが、２次元信号についても同様である。

ＮＭＲ信号を、ｆ（ｔ）と表現すると、ＮＭＲ信号の特
性より、第１図（ａ）の（ｉ）口））に示すように、実
部は偶関数、虚部は奇関数で得られる。

よってｆＤ）のフーリエ変換Ｆ（ｘ）は、フーリエ変換
の性質より実関数となる。

Ｆ　（ｘ　）＝％　（ｆ　（ｔ　））　　　　　　　　
　　・・（１）従って、Ｆ（ｘ）を横形式で表現すると
位相成分は零となる。

Ｆ（ｘ）＝Ａ（ｘ）ｅ”＝Ａ（ｘ）　　　　　　−（２
）ところで、ｆ（ｔ）の計測タイミングが、第１図（ｂ
）に示すように、ａだけずれると ｆ’　（ｔ）＝ｆ（ｔ＋ａ）　　　　　　　　　＝・（
３）そのフーリエ変換成分Ｆ’　（ｘ）は、と求まる。

すなわち第１図（ｃ）の（ｊ）に示すように本来存在し
ないはずの位相成分０が、第１図（ｃ）の（］１）に示
すようにＸに比例した形で現われる。

実際のデータで位相を求めてみると、タイミングずれａ
による位相ずれａｘの他に、検出系の特性によって生じ
る位相ずれ、磁場不均一性による位相ずれが、重畳する
他、計８１１１信号のレベルの低いイ装置では正しく位
相が求まらず、ランダムな値になる。

ＮＭＲイ、メージングでは、Ｆ（ｘ）の値が求める値と
なることに着目し、Ｆ（ｘ）の絶対値がｆ（ｔ）の時間
ずれに影響されないというフーリエ変換の性質を利用し
て、絶対値表示するのが一般的である。

ＩＦ’　　（ｘＮ＝ｌＡ（ｘ）ｅ”１＝ｌＡ（ｘ）ｌ＝
ｌＦ（ｘ）ｌ・・・（５） 」―配力法は、簡単な処理のため、有効であるが、絶対
値をとるためＦ（ｘ）の値が正でなければ、正しい画像
が得られないという欠点があった。

〔発明の目的〕

本発明の目的は、求めるべき画像の濃度が負の値を持つ
場合にも、正しい濃度を得ることができるイメージング
手法髪提供することにある。

〔発明の概要〕

この目的を達成するためには、計測信号のタイミングず
れを正確に求めて、補正する必要がある。

先程述べた通り、Ｎ　Ｍ　Ｒ計測信号のサンプリングの
タイミングずれは周波数空間では、周波数に比例した位
相ずれとなって現われる。本発明ではこの点に注目し、
計測信号の位相データから最小二乗法などによって直線
の傾きを推定し、推定された傾きから計測信号のサンプ
リングのタイミングずれを検出し、ずれ分を補正するよ
うにした点に特徴がある。

この際、この他の位相の歪をもたらす要因についても考
察する必要がある。まず、検出系による位相歪は、周波
数空間では、単純なシフトになる。

よって傾きを算出する場合には、問題とならない。

また、磁場不均一性による位相歪は、磁場の歪に比例し
て生じる。ところで、磁場束は、磁場の中心を頂点とす
る放物面で近似できるため被検体を、磁場中心に位置さ
せると、磁場束による位相歪の直線成分は、はぼ零とな
り、影響をほとんど与えない。

さらに、Ｓ／Ｎの悪い位相データは、傾き推定の際には
、省く必要がある。例えばパワースペクトルを求め、そ
の値があらかじめ定めたしきい値以下のものは、位相デ
ータに信頼性がないということで省くことができる。

以上述べたように、ノイズデータ除去後の直線の最小二
乗推定を用いて直線成分の傾きを求め、位相歪を修正す
ることにより、タイミングのずれを補正することができ
、正確な表示をすることが可能となる。

〔発明の実施例〕 以下、実施例にもとづき本発明の詳細な説明する。第２
図は、本発明の一実施例の構成を示すブロック図である
。被検体からＮＭＲ信号を検出するために発生させる各
種パルス及び磁場をコン１〜ロールするシーケンス制御
部２０１により、被検体の特定の核種を共鳴させるため
に発生させる高周波パルスの送信器２０２と、ＮＭＲ信
号の共鳴周波数を決定する静磁場と強さ及び方向を任意
にコントロールできる傾斜磁場を発生させるための磁場
制御部２０３と、被検体から発生するＮＭＲ信号を検波
後、計測を行う受信器２０５と髪制御し、受信器２０５
から取り込んだ計測信号をもと力されたコントロール信
号に基づいて計４１すに必要な磁場を発生させる。

以上の構成における本発明の実施方法を、第２図〜第７
図を用いて以下に説明する。第３図は、本発明によるイ
メージング処理全体の手順を示すフローチャートである
。ここでは、スピンエコー法によるパルスシーケンスで
、二次元ブーリエ変換法を用いて画像を再構成する例に
ついて述べるが、もちろん投影再構成法を用いて画像を
再構成する場合でも同じ考え方で適用できる。以下、第
３図の各処理ステップを第４図に示す二次元フーリエ変
換法のパルスシーケンスを用いて説明する。

ステップ３０１：第４図のパルスシーケンスに従って被
検体を撮影し、Ｎ　Ｍ　Ｒ信号４０７を２５６回計測す
る。すなわち、 ■　送信器２０２より、傾斜磁場（Ｇ、）４０２印加時
の特定のスライスを選択できる周波数成分を含む高周波
パルスとして、９０°パルス４０１を照射する。このパ
ルスにより、特定のスライス内の核スピンだけが、９０
６倒れる。

■　スピンエコーを発生させるためにて１時間後に送信
器２０２より１８０”パルス４０４を印加するが、この
際にも、傾斜磁場（Ｇ、　）　４０２を磁場駆動部２０
４より印加し、９０°パルス印加時と同一のスライスを
選択する。なお、こので０時間の間にｙ方向に傾斜磁場
（Ｇ、）４０３を磁場駆動部２０４より１２時間だけ印
加する。１２時間は、ＮＭＲ信号４０７の観測時間の半
分に相当し、ＮＭＲ信号のサンプリング原点の位置合せ
のために印加する。１８０゜パルスにより、スライス内
のスピンは、１８０゜反転させられる。

■　１８０°パルスから１４時間後に観測されるＮＭＲ
信号４０７が発生する間に、Ｘ方向（位相エンコード方
向）の傾斜磁場（Ｇ、）４０６を印加する。観測信号に
、位置に応じた位相情報を付加するものであり、繰り返
し観測する際に、その強度を順次変化させる。

■　１８０°パルスから（τ、−τ２）時間後にｙ方向
の傾斜磁場を印加し始め、受信器２０５を通じて、ＮＭ
Ｒ信号４０７を観測する。観測された信号は、直交検波
された後、処理装置２０６に送られる。

上記手順の内、傾斜磁場Ｇ、、Ｇ、、Ｇ、の制御は、磁
場制御部２０３にて行う。

ステップ３０２：直交棟波後得られた信号は、様々な要
因で歪を受けている。位相情報に大きな影響を与える歪
は、 ■ＮＭＲ信号のサンプル位置原点ずれ ■検出系特性 ■磁場不向−性 の３点である。これらの歪補正を行いながら、２次元フ
ーリエ変換を行い、画像再構成を行う。この処理の詳細
は、後で述べる。

ステップ３０３　二煎ステップ３０２で得られるＮＭＲ
画像は、次式で示す複素信号となる。

すなわち、 ｆ（ｘ、ｙ）＝ｆ＋＋（ｘｔｙ）＋ｉｆ、（ｘ、ｙ）−
ｒ６）後述する歪補正処理をステップ３０２で行った後
は、虚部のｆ　ｔ（ｘ　ｖ　ｙ　）成分は、はぼ零であ
る。

ｆ（ｘ、ｙ）＊ｆＲ（ＸＩｙ）　　　　　　　　”・（
７）・・・（８） である。従って、実数部をＣＲＴディスプレイ２０７に
表示する。

以上、歪補正処理を除く一般的な処理手順について述べ
た。次に、歪補正処理の手順を第５図のフローチャーｌ
〜に従って説明する。

丞テップ５０１：受信器２０５によって観測さく１０） れたＮＭＲ信号４−０７の時間軸原点は、本来、９０°
パルスから２で３時間後になるはずであるが、傾斜磁場
の立」−り特性等の原因により、わずかにずれてくる。

傾斜磁場（Ｇ、　）　４０６を印加しない時の計８１１
データは、実部が偶関数、虚部が奇関数になるという性
質を利用して、」二記原点の時間ずれ（以下、単に原点
ずれと呼び、その大きさをαとする）を検出し、Ｈ１測
データに補正を加える。検出方法の詳細は後で述べる。

ステップ５０２．：前ステップ５０１で補ｒＥ　シたＮ
ＭＲデータの原点に着目する。１２８＋１１信号と検波
信号の位相があっていれば、傾斜磁場（Ｇ８）４０６を
印加しない時の計測データの原点は、実部の値が正、虚
部の値が零となっている。しかし、一般には、検出系の
特性により位相が変化しており、この条件を満たしてい
ない。従って、下記の式に基づいて、算出角度を求める
。

０　＝ｓｇｎ（ｇｙ（０＋Ｏ））　ａｒＣｃｏｓ（α）
ここで ｇ　ｎ　（０、Ｏ） Ｑ　（ｃｏｓ−’　（α）〈π で、ｇ（０，０）は、Ｇ８二〇の時のｔ−０の値。

得られた角度０を用いて、全ｉ−ｌ測データに対して次
式の摺）正を行う。

ン（ｐ、１勺−Ｍｎ　（ｐ　＋　１−）　＋　ｇ　ｒ　
（ｐ　＋　ｌ；　）ネテツＬ可ヶ年：前ステップ５０２
で得られた計ａｌ！Ｉデータを用いて、２次元フーリエ
変換を行う。

すなわち、 ７〔育（ｐ、ｔ））＝ｆ（ｘ、ｙ） ＝ｆＲ（ｘｒｙ）＋Ｌ（ｘ、ｙ）　　　　　−（１０）
この結果が、ＮＭＲ画像となる。

ステップ５０−４−：不均一磁場をＥ（ｘ、ｙ）とする
と、その時に、ｉ１４構成される画像ｆ（ｘ、ｙ）と、
Ｅ（ｘ、ｙ）＝Ｏの時の画像ｆ（ｘ、ｙ）の間には、次
の関係がある。

Ｇヨ　　　　ａＸ ・・（１１） ここで、γ：核磁気回転比 １６：不均一磁場下の時間 従って、 ■ｘ　’　＝　ｘ−Ｅ　（ｘ　＋　ｙ　）の幾何学的歪
ｗ Ｇ、　　　ａｘ ■２πγＥ（ｘｒ　ｙ）　ｔの位相まわりの補正を行っ
てやればよい。この補正は、Ｅ　（ｘ　。

ｙ）が既知であれば容易に実施できる。たとえば、″不
均一磁場におけるフーリエ核磁気共鳴イメージング画像
再生″フィジックス　オブ　メティカル　バイオロジー
、　１９８４年、２９巻、Ｎα１．ＰＩ３−２４　（“
Ｔｍａｇｅ　ｒｅｓｔｏｒａｔｊｏｎ　ｆｒｏｍ　ｎｏ
ｎ−（Ｊ３） ｕｎｊｆｏｒｍ　　ｍａ）＜ｎｅｔｊｃ　　ｆｊｅｌｄ
　　１ｎｆｌｕｅｎｃｅ　　ｆｏｒ　　ｄｉｒｅｃｌ；
Ｆｏｕｒｉｅｒ　ＮＭＲｊｍａｇｉｎｇｔ”Ｐｈｙｓ、
Ｍｅｄ、ｒ（ｊ、ｏ］、１９８４゜ｖｏｌ、２９．Ｎｎ
１．　　ＰＩ３−２４．）に記述されている。

なお、上記ステップ５０１における原点ずれαを検出し
た後の補正を行う方法には、３種類ある。

■　計測データを１次元フーリエ変換したのち、周波数
に比例した位相補正を行い、逆フーリエ変換で戻す。

リサンプリングする。

■　再構成画像のＸ方向に、位置に比例した位相補正を
行う。

いずれの方法でも、等価な結果が得られるが、計算時間
の観点から、■がもっとも適している。

位置に依存して、位相は直線的に変化する。その傾きが
前述の時間ずれαを相当し、次式に基づいて、画像に対
して補正を施す。

Ｌ（ｘ＋ｙ）＝−ｆ＊（ｘ＋ｙ）ｓｊｎαｘ＋ｆ、（ｘ
、ｙ）ｃｏｓ（ｔｘここで、下（ｘ、ｙ）＝下、（ｘ　
＋　ｙ　）十下（ｘ、ｙ）は、補正後の画像である。

以上、歪補正処理手順全般について述べたが、つぎに、
ステップ５０１における原点ずれ補正処理の詳細手順を
第６図のフローチャー１〜にもとづき説明する。処理の
対象となるデータは、傾斜磁場Ｇ３を印加しない時の計
測データｇ（０＋ｔ）である。以後、簡単のためｇ（ｔ
）と書く。これを真の信号とすると、実際に観測される
信号は、時間α１だけずれている。すなわち、ｇ（ｔ−
α□）と表現される。

ステップ６０１：サンプル点のピーク値を、原点位置に
持っていく。この処理で、原点位置ずれαは、１サンプ
ル点以下となる。これを次のように表現する。

ｇ（ｔ−α）　　（αくサンプル間隔）・・・（１３）
囚デツプ６０２：ｇ（ｔ−α）をフーリエ変換する。す
なわち、 −ｉαＸ　Δ ３　（ｇ（ｔ−α））＝Ｇ（ｘ）ｅ　　　　＝Ｇ（ｘ）
・・・（１４） ここで、［ｇ（ｔ））＝Ｇ（ｘ） となる。ｇ（ｔ）の性質より、Ｇ（ｘ）は実数値である
。

、４ｊコ不プ□６ｑ−失：　（１，４）式のＸのサンプ
ル点（Ｘ工とする）毎に、 Ａ−ｇ（Ｇ（ｘ）ｅ　　　　）＝　−ａ　ｘ　　　　　
−（１５）を求める。通常、ノイズが重畳しているので
、観測位置β（Ｘ、）は、 β（Ｘ、）＝−αｘ　、　＋　ｎ　、　　　　　　　　
・・・（１６）ｎム　：ノイズ となる。β（Ｘ、）の値の信頼度は、振幅Ｇ（ＸＩ）の
大きさにぼは比例して大きくなると考えられるので、Ｇ
（ＸＩ）の大きさが、ある値以上のサンプル点ＸＩ　の
み選択する。

ステップ−６，０−牟：前ステップで選択したサンプル
点Ｘ、に関して、位相角度β（ｘ　ｔ）を次式に基づき
求める。

・・・（１７） ここで、Ｇ（ｘ）＝Ｇ＋ｔ（ｘ）＋Ｇｘ（ｘ）ネテツプ
旦東」：最小二乗推定により、傾きαを推定する。すな
わち、 Σｘ、ＺＸΣ１−（Σｘ、）２ Ｘ−εΩｘ１εΩＸ１εΩ ・・・（１８） で、αを算出する。

算出されたαを用いて、（］２）式に従い、ステップ５
０１の原点ずれ補正を行う。

以上、２次元フーリエ変換法について述べたが投影再構
成法についても同様に可能である。

本発明を適用した原点ずれ補正処理の実験結果を第７図
に示す。第７図（ａ）は、補正前のｇ（０゜ｔ）のフー
リエ変換後の位相データ詮示し、同図（ｂ）は補正後の
位相データを示す。両図を比較すれば、本発明により原
点ずれが適切に補正されている様子がわかる。周辺で値
が大きく変動している部分は、背景部分で、本来、信号
がほとんど零の部分で、ノイズのため、ランダム状にな
っている。

〔発明の効果］ 本発明によれば、従来の絶対値をとって装置の歪を除去
する方式では、正しく再生できない負の値を持つ画像（
縦緩和時間強調像）を、正負の区別をつけて正しく再生
できる。また、装置装による位相の歪だけを除去するこ
とができるので、血流等、動きの影響によって変化する
位相成分を抽出することができ、血流計測も可能となる
。

【図面の簡単な説明】

第１図は計測タイミングすれと計測信号のフーリエ変換
後データの位相角度に関係の一例を示す図、第２図は本
発明の一実施例を示すブロック図、第３図は本発明の処
理手順を示すフローチャート、第４図は本発明を実施す
るためのパルスシーケンスの一例を示す図、第５図は本
発明の歪補正処理手順を示すフローチャート、第６図は
歪補正処理第　３　（２） へｌｌ冗 開　５　回 −６ρ５

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の発生手段と、検査
   対象物からの核磁気共鳴信号を取り出す検出手段と、検
   出された信号にたいし画像再構成を含む各種演算を行う
   処理手段とを有する核磁気共鳴イメージング装置におい
   て、位相エンコード方向の傾斜磁場の傾きを零とした時
   の計測信号をフーリエ変換し、フーリエ変換後の位相デ
   ータの直線成分の傾きから、計測信号のサンプリングの
   タイミングずれを検出し、タイミングずれ分を補正し、
   補正後の画像を表示することを特徴とする核磁気共鳴イ
   メージング方式。 ２、上記タイミングずれを検出する処理は、再構成画像
   の位相データの直線成分の傾きの平均値を利用すること
   を特徴とする第１項の核磁気共鳴イメージング方式。 ３、上記タイミングずれを検出する処理は検出系の特性
   によつて、計測データ全体に一様に生じる位相ずれを検
   出する処理を含むことを特徴とする第１項または第２項
   の核磁気共鳴イメージング方式。